高强度聚焦超声换能器温度场的数值仿真
高强度聚焦超声治疗过程中测温技术的研究进展
高强度聚焦超声治疗过程中测温技术的研究进展刘正 侯树勋 任东风作者单位：100048 北京，解放军总医院第一附属医院骨科doi:10.3969/j.issn.1671-1971.2010.01.023高强度聚焦超声(h i g h i n t e n s i t y f o c u s e d ultrasound，HIFU)是一种既能聚焦定位，又能瞬间产生高温的局部治疗肿瘤的高新技术，是近年来国际医学界非常看好的治疗手段[1-2]。
HIFU治疗过程中，焦区温度的有效实时监控可以使肿瘤组织精确有效地凝固，同时避免对皮肤等正常组织的伤害，是确保治疗安全高效的重要手段。
现有HIFU治疗温度的监控和测量方法主要有有损测温和无损测温两种方法。
有损测温在HIFU实验研究和临床应用中有损测温的仪器主要有微型热电偶针式测温法和微型热敏电阻测温法。
一、微型热电偶针式测温法微型热电偶针式测温法是将热偶探头置入人体内与被测组织接触，通过热平衡法测出温度。
龚忠兵等[3]用微型热电偶针测量HIFU下离体猪后腿肌肉组织的温度，结果表明焦域中心温度最高，远离焦域中心，温度快速下降。
Solomon等[4]采用多通道的电偶装置测量HIFU 辐照下兔肌肉组织的温升，其热电偶针的外径为125μm，采样频率为60Hz，获得了有关肌肉组织温度变化的三维温场图，并得到了治疗后组织温度维持在43℃以上的时间。
二、微型热敏电阻测温法微型热敏电阻测温法是将热敏电阻探头置入人体内，利用电阻半导体材料随温度变化特性测出温度的测量方法。
三、有损测温的缺点有损测温的缺点有：(1)微型热敏电阻测温法和微型热电偶针测温法都需要将测温针插入组织内，是一种有损伤的测温技术，失去了HIFU微创的优点。
(2)不仅会给患者带来痛苦，还有可能引起肿瘤细胞的转移等问题。
(3)HIFU声场与探针作用导致测量精度下降，测温针越多，对组织的热性能的影响越大。
(4)探针插入组织时难以准确定位，温度监控点少，无法精确得到整个焦域内的温度分布。
基于LMS的超声换能器温度补偿仿真
具 有跟 踪 能 力 强 、计 算量 小 、 易于 实现 等 有 点 ， 在 实践 中被 广 泛 应 用 。其 基 本 思 想 为调 整 滤 波 器 的 自适 应 系 数 ，使 输 出 波形 图 ，图 中最 上 方 为 常 温 下 ＝ ７ｐ 对 应 波形 ，其 它依 １６ Ｆ 次 为变 化 ０ ％、 １ ５ 对 应 波形 （ 要 研 究参 数 增加 的 ． ５ ％、 ％所 主 情 况 ，减 少 的情 况 与 此 类似 ） ， 图 ４为三 种情 况下 信 号 与初 （） １
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通 过 定 义 最 小 化 算法 、 两数 和 误 差 信 号 的特 性 来 确 定 的 。 Ｆ 算 法 的选 择 决 定 了整 个 门适 应 过 程 的 几 个 重要 因 素 ，如 次 优
解 的存在性、计算 的复杂性等。图 ２为 自适应滤波的原理【， ４ ｊ 输入信号 ㈣ 经过 自适应滤波器后得到＿ｎ ， ｙ ）将参考信号 ｄｎ （ （）
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摘要 ：针 对超声波测风 、测距等领域中温度变化引起超声波传感器的传输 特性变化 ， 从而影响测量精度的
问题 ， 提出通过仿真实验研究超声换能器等效电路中各参数随温度变化列传输特性的影响情况 ， 并得出其 主要影 ０ 的因素 。然后根据 自适 应算 法的特性 ，尝试使用最小均方误 差算法 （ Ｍ 向 Ｌ Ｓ）自适应滤波算法对 超声波传感器的传输特性进行补偿 。 仿真 实验结果表明 ： 在单独变化情况下 ， 超声波传感器传输特性主要
高强度聚焦超声治疗中温度场及损伤的无创检测研究的开题报告
高强度聚焦超声治疗中温度场及损伤的无创检测研究的开题报告一、研究背景高强度聚焦超声（High Intensity Focused Ultrasound，HIFU）作为一种新型的无创治疗手段，在医学领域中已经得到了广泛的应用。
它可以通过直接将高频声波聚焦到人体组织的目标部位，使组织的局部温度升高，产生凝固和坏死的作用，来达到无创治疗的效果。
目前，HIFU已经广泛应用于肝癌、乳腺癌、子宫肌瘤等多种肿瘤的治疗，但是治疗中，温度场均匀性的控制、组织的损伤程度等问题，都是需要解决的难点问题。
因此，要解决这些问题，首先需要对聚焦超声场中的温度场和组织损伤程度进行准确的无创检测。
随着无损检测技术的发展，无损检测已经成为了精细化制造和生物医学领域研究的重要手段，而无损检测技术的运用也为聚焦超声治疗中的温度场及损伤的检测提供了可能性。
二、研究目的本课题旨在通过无损检测技术，对HIFU治疗中的温度场及损伤进行准确的检测，为无创准确治疗提供理论支撑。
三、研究内容1. 综述高强度聚焦超声治疗的原理和应用。
2. 研究HIFU治疗中温度场分布的检测技术，包括红外热成像技术、热电偶、超声成像技术等。
3. 验证不同检测技术的可靠性和准确性。
4. 探究HIFU治疗中组织损伤检测技术和方法。
5. 研究不同检测技术在组织损伤检测中的应用。
6. 建立组织模型，模拟HIFU治疗中温度场分布和组织损伤程度变化的情况。
四、研究意义本课题的研究结果可以为高强度聚焦超声治疗提供支持和保障，使其在准确率和治疗效果上得到更好的提高，进一步推广和应用。
此外，该研究也将为无损检测技术在生物医学领域的应用提供一定的参考和参考价值。
高强度聚焦超声治疗温度场的数值仿真研究的开题报告
高强度聚焦超声治疗温度场的数值仿真研究的开题报告一、课题背景与意义高强度聚焦超声治疗（High-intensity focused ultrasound，HIFU）是一种新型无创医疗技术，其利用高频声波在体内产生能量，达到局部高温、抑制肿瘤生长和杀灭癌细胞的效果。
它具有无创、无放射性、较低的风险和强大的疗效等优点，已经广泛应用于临床癌症治疗领域。
然而，HIFU治疗的疗效和安全性受到许多因素的影响，其中最重要的是温度场分布。
在HIFU治疗中，必须控制温度场分布，以避免对正常组织的伤害和治疗不彻底的情况。
因此，准确预测和控制HIFU治疗过程中的温度场分布具有重要的临床价值。
数值模拟是研究HIFU治疗的重要手段之一，它可以帮助我们了解治疗过程中温度场分布的规律和影响因素，并优化治疗方案，从而提高疗效和安全性。
因此，本课题拟对HIFU治疗中的温度场分布进行数值仿真研究，旨在为临床治疗提供科学依据和技术支持。
二、主要研究内容与方法1.研究内容本课题拟从以下三个方面展开研究：（1）研究HIFU治疗中的声场传递规律和折射效应，探究声波在组织中的能量传递规律和折射效应对温度场分布的影响。
（2）建立HIFU治疗的数值模型，应用有限元方法和声学模拟技术，模拟HIFU治疗过程中的声波传播和温度场分布，研究不同治疗参数（如频率、功率、时间等）对温度场分布的影响。
（3）分析模拟结果，探究温度场分布的规律和影响因素，并优化HIFU治疗方案。
2.研究方法（1）理论分析：通过文献调研和模型分析，研究HIFU治疗中声场传递规律和折射效应对温度场分布的影响。
（2）数值模拟：建立HIFU治疗的数值模型，采用有限元方法和声学模拟技术，模拟HIFU治疗过程中的声波传播和温度场分布。
（3）结果分析：分析模拟结果，探究温度场分布的规律和影响因素，并优化HIFU治疗方案。
三、预期研究成果（1）建立HIFU治疗的数值模型，对声波传播和温度场分布进行数值模拟。
超声换能器和超声波传播仿真软件PZFlex
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PZFlex 计算模型可以是2‐D 平面应变，2‐D 轴对称（柱坐标系下），或者3‐D 。
PZFlex 的材料模型可以是个各向同性弹性材料、各向异性弹性材料、压电材料、非线性材料、粘弹性材料、瑞利阻尼及牛顿粘度模型。
在材料模型中纵向体积弹性模量和横向剪切阻尼也可以指定。
通常情况下，PZFlex 在普通PC 机上计算2‐D 模型（10000单元），用时不到一分钟时间，计算3‐D （数百万单元）也仅需几个小时。
PZFlex 采用了all ‐in ‐memory 算法，计算模型规模的限制仅仅取决于计算机内存的大小。
PZFlex 的输出包括时间历程或场变量快照，例如电压、电荷、位移、速度、压强、应力、PZFlex 在计算的同时同步存储计算数据，以便后续的后处理调用。
高强度聚焦超声治疗中基于电阻抗相对变化的组织温度监测技术
高强度聚焦超声治疗中基于电阻抗相对变化的组织温度监测技术丁鹤平;宿慧丹;马青玉;郭各朴【摘要】高强度聚焦超声(HIFU)通过聚焦超声的声热效应对肿瘤组织进行局部快速的热疗,是一种非侵入性的无创肿瘤治疗新技术,而其治疗过程中温度监测是HIFU治疗中剂量精准控制的关键. 本文基于HIFU的声传播基本原理,建立了HIFU 治疗和组织电阻抗测量的模型,数值模拟了治疗过程中焦域的声场、温度场和电导率分布,并通过电势和电流密度分布的变化,计算了模型的电阻抗的整体变化,结果表明在一个规定的HIFU声功率作用下,组织模型的电阻抗相对变化和治疗时间呈线性关系,其电阻抗相对变化率和HIFU声功率也呈线性关系. 按照仿真条件,建立了HIFU治疗和电阻抗实时测量的联合实验系统,在不同声功率和治疗时间条件下,对组织模型的电阻抗相对变化进行了测量,实验结果和理论仿真结果基本一致. 研究结果证明用电阻抗相对变化进行HIFU治疗中焦域温度监控的可行性,为其疗效检测和剂量控制提供了新方法.%High intensity focused ultrasound(HIFU)can kill the tumor cells with the acousto-thermo-coagulation effects in the focal region,and it is considered to be the noninvasive technology for therapy. Based on the principle of acoustic trans-mission for HIFU,a composite model of HIFU therapy and electrical impedance measurement is established. Numerical studies for the distributions of theacoustic,temperature and conductivity fields in the focal region are conducted and the relative variations of the electrical impedance of the model are also achieved. It is proved that,for a fixed acoustic power, the relative impedance variation( RIV) shows a linear relationship with thetreatment time and the rate of RIV increases linearly with the increase of the acoustic power.With the experimental setup,the measurements of the electrical impedance of the model are performed during the HIFU therapy,and good agreements to the simulation results are achieved. The favorable results verify the feasibility of noninvasive temperature monitoring using the RIV and also provide a new method for efficacy detection and dose control for HIFU therapy.【期刊名称】《南京师大学报（自然科学版）》【年(卷),期】2018(041)002【总页数】8页(P39-46)【关键词】高强度聚焦超声;电阻抗相对变化;焦域电导率分布;温度监测【作者】丁鹤平;宿慧丹;马青玉;郭各朴【作者单位】南京师范大学物理科学与技术学院,江苏南京210023;南京师范大学物理科学与技术学院,江苏南京210023;南京师范大学物理科学与技术学院,江苏南京210023;南京师范大学物理科学与技术学院,江苏南京210023【正文语种】中文【中图分类】O426.2高强度聚焦超声[1](High Intensity Focused Ultrasound,HIFU)利用超声波的聚焦性和组织穿透性,将超声波从体外汇聚到体内肿瘤靶区处,通过超声波的声热效应[2]提高焦域处的组织温度达到65 ℃以上,使组织凝固性坏死来治疗肿瘤,被认为是21世纪最有应用潜力的肿瘤局部治疗新技术. HIFU疗效和换能器焦域、超声强度、治疗时间以及组织差异有关,为确保HIFU治疗的可靠性和安全性,温度控制是一个关键,治疗过程中的实时温度监测具有重要意义. 近年来发展了多种无创测温技术.磁共振成像(MRI)测温技术[3]利用MRI成像无创伤和无电离辐射的优点,通过和温度相关的扩散系数、质子共振频率或豫迟时间的测量实现组织温度图像的重建,具有良好的温度分辨率,但时间分辨率不高,且设备价格昂贵. 超声测温技术[4-6]根据超声声速、超声回波时移、超声非线性等模型,通过不同温度下组织声速、声阻抗、非线性声参量等特性参数的测量来实现温度监测,但这些参数的温度变化较小,测量的精度较低. B超成像[7-8]虽然可以用来引导HIFU定位,监测肿瘤病灶治疗前后的供血变化,但是超声回波不能用来进行HIFU治疗过程中的温度监控和实时疗效评价.国内外研究表明,正常组织在低频信号(<1 MHz)激励下的电导率为0～0.5 S/m[9],在发生病理性变化后其电阻抗会发生明显的变化. Zurbuchen[10]等人发现猪肝组织电导率随着温度的升高而增大,如在37 ℃和70 ℃时的电导率分别为0.41 S/m和0.79 S/m,其变化几乎达到100 %. 董秀珍[11]发现兔肝组织的TIVF 在-1 %/℃至-2 %/℃之间,在70 ℃热损伤凝固变性时TIVF 突变到-14.7 %/℃,超过70 ℃后,其TIVF又回到-2 %/℃左右;因此组织的温度-电阻抗关系范围更大,变化率更高,可以建立高灵敏度的检测方法. 在HIFU 治疗过程中,组织的焦域会因为温升而产生电阻抗变化,在组织热凝固变性时会出现电阻抗突变,组织凝固前后巨大的电阻抗差异也为HIFU 的温度监测提供了高对比度的电阻抗检测参数. 但是由于HIFU焦域尺寸很小,并且存在一个明显的温度梯度[12],因此很难获得高精度的焦域温度分布图像. 虽然电阻抗成像技术[13](EIT)可以重建组织内部的电阻抗分布,但是受到较大电流注入、组织绝缘影响,电极数量和重建算法的限制,重建图像的空间分辨率较低,未能在HIFU 无创测温中应用.本文基于组织的温度-电阻抗关系,研究了HIFU焦域的声场分布、温度场分布和组织电导率分布,建立了圆柱形组织的双电极电阻抗测量模型,研究了电阻抗和超声声功率及治疗时间的关系,提出了一种基于组织电阻抗相对变化的高强度聚焦超声治疗的温度监测技术. 首先利用有限元方法建立了三维仿真模型,计算了HIFU热疗过程中圆柱体组织模型焦域处的声场分布,然后利用Pennes方程建立了焦域的温度场模型,再基于温度-电阻抗的变化关系计算HIFU治疗过程中焦域的电导率分布及其变化,最后通过组织电阻抗的变化来得到HIFU作用参数,提出温度监测技术. 构建了HIFU治疗和实时电阻抗监测系统,制备了蛋清凝胶仿体,通过阻抗分析仪实时测量电阻抗的变化,并将理论与实验结果相结合,获得了焦域温度与超声治疗参数的关系. 结果表明,随着焦域中心温度的升高,组织导电能力增强,其电阻抗降低,组织模型的电阻抗相对变化RIV和HIFU治疗时间呈现线性关系,电阻抗相对变化率RIVR和HIFU声功率呈现线性关系. 因此,通过组织模型的RIV和RIVR可以估计HIFU声功率的大小,并定量监测焦域处的温度变化,为HIFU治疗提供一种无损的实时温度监测新技术.图1 HIFU治疗和电阻抗测量系统原理示意图Fig.1 Sketch map of HIFU therapy and impedance measurement system1 原理和模型高强度聚焦超声(HIFU)治疗系统的原理图如图1所示. 在不考虑非线性波与剪切波的影响前提下,由于聚焦换能器和组织模型具有良好的轴对称性,可以用二维轴对称圆柱坐标下的齐次亥姆霍兹方程[14]来计算焦域内的声场分布:(1)式中,r和z分别是径向和轴向坐标,p是声压,ω是角频率,ρc为介质密度,cc为介质内的声速. 定义α为声衰减系数,则声波的波数k=ω/c-iα,介质密度ρc=ρc2/(ω/k)2,其中,ρ和c为未考虑声衰减的介质密度和声速.超声在组织中传播时,部分能量被组织吸收而转化为热能. 单位体积单位时间内组织吸收热量Q(热源)可以由声强的空间梯度Q=-〈pv〉来计算[15],p为声压,v为质点振动速度,<>代表时间平均. 在平面波近似下,热源可以表示为Q=2α〈p2〉/〈ρtct〉,(2)式中,ρt和ct分别为组织密度和组织内声速. 为了在不考虑血管的影响前提下计算组织温度变化,引入Pennes生物热传导方程[16]ρtCt(∂T/∂t)=Kt2T+Q,(3)式中,ρt,Ct和Kt分别代表组织密度、比热和热导率,T为组织温度,T0为初始温度,设为293 K(20 ℃).为了定量分析组织电阻抗随温度的变化情况,引入温度—电阻抗变化系数TIVF=(Ren+1-Ren)/Ren×100 %[11],其中,Ren为T=n ℃时的组织电阻抗的实部,Ren+1为T=(n+1)℃时的组织电阻抗的实部. 本研究所采用的蛋清透明凝胶在70 ℃以下的TIVF约为-2 %/℃,70 ℃时TIVF从-2 %/℃突变到-14 %/℃,蛋白质发生不可逆变性,然后TIVF恢复稳定在-2 %/℃,因此可以得到组织的温度-电导率关系[17](4)HIFU治疗具有功率高,焦斑小及治疗速度快的优点,焦域由焦点向外呈梯度分布,很难实现高精度的无创温度监测,同时由于组织的热传导效应,声功率的大小和治疗时间也对疗效存在很大的影响,可见传统的判定方法在HIFU中并不适用,因此需要从HIFU的特有参数角度研究HIFU治疗过程中焦域温度和组织电阻抗的变化规律.2 数值仿真和试验系统设计为了实现HIFU焦域的精确温度测量和疗效评估,本研究利用有限元数值模拟技术建立仿真模型,采用二维轴对称下的声波动方程计算了HIFU声场和温度场的分布,模拟了HIFU治疗过程中,在不同声功率作用下组织焦域的声场、温度场、电导率分布以及电阻抗测量过程中的电场和电流分布,计算得到组织模型的电阻抗.如图1所示,由于HIFU声传播和测量系统的对称性,声场和温度场以及组织电导率分布计算采用二维轴对称的柱坐标模型,其中z是轴向声传播方向,r是半径方向,仿真区域为超声换能器、水域环境以及组织模型. 水域环境区域剖分网格尺寸为四分之一波长,组织区域和焦域的剖分网格尺寸为六分之一波长. 为了和实验对应,仿真所用的球壳聚焦超声换能器的直径为10 cm,焦距为10 cm,中心频率1.13 MHz,直径和高度分别为3.2 cm和3.5 cm的圆柱形组织模型(透明亚克力模具,绝缘). 在组织模型两侧对称设置两个片状电极终端(3.5 cm×2.5 cm),一端设置成接地端,另一端设置成电流1 A的恒流源,通过电极间的电压测量获得组织模型的电阻抗. HIFU 治疗中,随着超声作用,HIFU焦域的温度会升高,呈现中间高周围低的分布,其电导率分布会产生相应的改变,产生电流流向和电场分布的变化,通过电极所测量到组织模型的电阻抗能反映组织内部的电阻抗变化.为了验证理论数值计算的准确性和正确性,建立了和仿真模型相同的实验测量系统(如图1所示),采用一种蛋清作为温度敏感指示剂的仿组织透明凝胶[18],这种凝胶模型的物理参数和人体组织较为接近,尤其当焦域温度超过69 ℃时,蛋白质发生变性,凝胶由透明的淡黄色变为不透明的白色. HIFU治疗与电阻抗测量的实验系统框图如图1所示,函数信号发生器(Agilent 33250A)产生中心频率为1.13 MHz连续正弦波信号,经功率放大器(E&I 2200L)放大后驱动HIFU聚焦超声换能器,产生聚焦声束作用于凝胶,使凝胶内部温度升高,发生凝固性变性,在中心形成椭球状的焦斑[19]. 实验过程中,在圆柱形模具内凝胶两侧对称放置的两片银制电极(长为3.5 cm,宽为2.5 cm,厚度0.1 cm),通过导线与阻抗分析仪(Agilent 4294A)相连,检测HIFU 作用下凝胶的电阻抗的整体变化. 阻抗分析仪通过IntuiLink程序将测得的电阻抗数据导入到计算机中,完成实时的电阻抗测量.3 结果分析实验测量中,调节函数信号发生器输出中心频率1.13 MHz,电压幅值300 mV、350 mV、375 mV、400 mV、450 mV的连续正弦信号,经功率放大器放大后驱动HIFU换能器,并用激光测振仪分别测量换能器表面的振幅,用来设置有限元模拟中换能器模型的表面振动,计算得到焦域的声压以及声强分布,通过焦平面的曲面积分得到超声功率分别为5.79 W、6.76 W、8.93 W、12.75 W和15.68 W[20],并以这些声功率作为HIFU的声源参数进行数值模拟和实验测量. 如图2(a)和(b)显示了5种声功率下HIFU焦域处的轴向和径向声压分布. 可见不同声功率时焦域的声压分布趋势基本一致,随着声功率的增大,焦点处声压幅值增大,但焦点位置保持(98.6 mm)不变.图2 不同声功率作用下HIFU焦域的(a)轴向和(b)径向声压分布Fig.2 (a)Axial and(b)radial distributions of acoustic pressure under the five acoustic powers图3 声功率15.68W时,不同加热时刻HIFU焦域轴向剖面的二维温度分布Fig.3 Two-dimensional temperature distributions at different heating times under the acoustic power of 15.68 W在声功率15.68 W条件下,计算得到不同治疗时间时HIFU焦域的二维轴向剖面温度分布[21],其结果如图3所示. 可见随着超声治疗时间的延长,焦点及周围组织的温度不断升高,同时热量不断向周围组织扩散,周围组织温度升高,焦域面积不断增大,在轴向剖面上逐渐形成了椭圆形的焦斑,且其轴向的变化幅度大于径向的变化幅度. 在HIFU作用于组织模型2.4 s后,在轴向±2 mm椭球范围内的组织温度都达到了70 ℃,产生了不可逆的组织凝固[22]. 随着HIFU作用时间的进一步增加,焦域处温度持续升高,加上热传导的影响,温度达到70 ℃的区域进一步扩大.组织模型的电导率分布随温度的不同而发生改变,将电导率-温度关系引入到图3的温度分布中,得到如图4所示的在不同治疗时间下HIFU焦域处电导率分布的二维轴向剖面图. 可见,当组织温度<70 ℃时,组织的电导率分布随着治疗时间的增加而逐渐提高,显示为黑色-浅灰色分布;当温度达到70 ℃时,组织电导率发生突变,焦域中出现白色(电导率为2.28 S/m)临界区域;进一步升高温度,就会产生中心黑色高电导率分布,而白色电导率突变的边界区域不断扩大.图4 声功率15.68W时,不同加热时刻HIFU焦域轴向剖面的二维电导率分布Fig.4 Two-dimensional conductivity distributions at different heating times under the acoustic power of 15.68 W图5 声功率15.68W时不同时刻的径向焦平面电流密度与电势分布Fig.5 Two-dimensional cross-sectional focal distributions of current density and electrical potential at different heating times under the acoustic power of 15.68 W经过HIFU加热后,组织模型内部焦域的电导率分布发生改变,这会影响两个电极间的电流走向和电位分布,进一步影响电极间的电阻抗测量结果. 将声功率15.68 W 时组织模型的电导率分布应用到电场中进行计算,得到如图5所示的组织内部的电流密度与电势分布随治疗时间的二维径向截面分布[22]. 为了方便观察焦域部分的变化特性,将不同治疗时间(0 s,1 s,2 s,3 s)的电流密度和电势分布的中心区域进行局部放大. 在0 s时,由于没有超声作用,焦域的温度没有变化,中心区域的电流均朝下,横向的电位基本相同;随着HIFU加热时间的延长,焦域温度升高,电导率提高,周围电流向中心聚集,电流密度增大,焦域周围的电势产生弯曲的分布,因此组织模型的整体电势逐渐降低,其电极的测量电阻抗也相应减小. 在HIFU加热2 s和3 s后,焦域的电流密度与电势分布发生明显的变化,因此组织模型的整体电阻抗产生明显的减小.为了定量分析组织模型的电阻抗变化和HIFU治疗时间及焦域温升的关系,同时排除模型基础电阻抗的影响,设R0和Rn分别为组织模型在HIFU作用前和治疗时间Δt后的电阻抗,则电阻抗相对变化值(Relative impedance variation,RIV)和电阻抗相对变化率(Relative impedance variation rate,RIVR)分别为RIV=(Rn-R0)/R0×100 %,(5)RIVR=(Rn-R0)/R0/Δt×100 %.(6)图6显示了不同声功率作用下组织模型的RIV随超声治疗时间的变化关系,其中连续曲线代表模型计算结果,离散点表示实验结果. 可见在相同HIFU声功率条件下,随着超声治疗时间的延长,HIFU焦域温度升高,导电能力增强,电极所测量的电阻抗逐渐减小,RIV随治疗时间呈现线性增大趋势. 对于较大的HIFU声功率,随着治疗时间的增加,温升速度快,HIFU焦域的热扩散增大,所测量的电阻抗减小速度更快,电阻抗随时间分布的斜率增大.为了进一步分析声功率对电阻抗变化速度的影响,根据RIV和治疗时间的关系,计算得到如图7所示的RIVR和声功率线性关系. 当声功率为0时,RIVR也为零,说明组织模型内部没有温度变化,其RIV不发生变化. 在声功率为5.79 W时,RIVR=0.084 %/s,当声功率分别增大到12.75 W和15.68 W时,RIVR分别提升到0.20 %/s和0.237 5 %/s,可见声功率越大,HIFU焦域温升越快,组织模型RIVR 越大. 因此可以通过线性分布RIVR的斜率来估计HIFU的声功率.图7 组织电阻抗相对变化率(RIVR)与声功率的关系Fig.7 Relationship between the relative impedance variation rate(RIVR)and the acoustic power图6 不同声功率作用下,组织电阻抗相对变化和HIFU治疗时间的关系Fig.6 Relationship between the relative impedance variation(RIV) and the HIFU heating time under different acoustic powers根据HIFU声功率的测量和不同功率下的模拟结果,实验中调节信号输出幅度来控制HIFU换能器输出,分别获得5.79 W、6.76 W、8.93 W、12.75 W和15.68 W 的声功率,对凝胶模型进行连续治疗,并实时测量模型的电阻抗. 在每一功率下进行5次测量,通过数据平均得到不同时刻的模型电阻抗. 随着HIFU治疗时间的增加,凝胶中心处温度上升,逐渐形成白色椭球状组织凝固焦域,其外观随着治疗剂量的增加而变大,测量得到模型电阻抗逐渐降低. 随着HIFU声功率的变大,凝胶内部的焦域形成速度加快,电阻抗变化速度相应增快. 通过阻抗分析仪实时测量凝胶模型的电阻抗,并计算得到不同声功率作用下组织模型RIV和治疗时间的关系,其结果如图6的离散点所示,实验结果和数值仿真结果的分布基本一致. 在相同功率下,模型RIV随治疗时间呈现线性增大趋势,且声功率越大,RIV随时间分布的斜率越大. 图7中RIVR 与声功率的实验结果(空心离散点)基本一致,并和拟合结果趋势相同,进一步实验证明了RIVR和声功率的线性关系.模拟结果和实验结果尽管较为一致,但是由于计算中采用线性理论简化,当声功率较小时仍然存在一定误差. 实际HIFU的声传播是非线性的,组织声吸收系数与超声频率成正比,高次谐波成分更易被组织吸收,意味着声波传播过程中高次频率成分会提高组织温升. 将本研究实验所用换能器的参数代入到 Myers[23]和Soneson[24]论文中所提出的公式中,计算得到非线性参数N=2πp0βdf/(ρc3)=56.6和线性声压增益G=πa2f/(cd)=0.095 3,当声功率为15.68 W时,非线性所产生的温升误差远小于2 %. 尽管在本研究的条件下,超声非线性对HIFU焦域温升的影响较小,可以采用线性模型进行声场计算和温升估计,但是随着HIFU治疗功率的进一步加大,超声非线性对温升的影响将会逐渐提高,非线性效应不能忽略,需要采用KZK 方程或SBE模型来准确计算声场分布,获得不同谐波成分对HIFU焦域组织温升的贡献,实现组织温度的准确计算.4 结论本文针对HIFU治疗过程中的温度监测开展了电阻抗监测的研究,建立了圆柱状组织的HIFU治疗和双电极电阻抗测量模型,利用有限元技术数值模拟了不同声功率下HIFU治疗过程中的组织模型焦域的声场和温度场分布,并根据实验凝胶材料的温度-电阻抗关系建立了模型的三维电导率分布,进一步通过组织焦域的电势和电流密度分布计算得到了模型的电阻抗及其变化特性. 结果证明HIFU焦域温度上升,其导电能力增强,组织模型的电阻抗下降,其RIV和治疗时间呈线性关系,RIVR与HIFU 声功率呈线性关系. 建立了和仿真条件相同的HIFU治疗和电阻抗实时测量的实验系统,不同HIFU功率条件下实时测量了组织模型的RIV和RIVR,取得和理论仿真结果基本一致的实验结果. 进一步的模拟证明,不同结构参数的聚焦换能器的焦域形状不同,所产生的相对电阻抗变化和治疗时间以及温度的关系也不相同,需要进一步进行理论和实验测量以获取更为准确的拟合系数. 另外需要通过适当的电路设计实现高精度的组织电阻抗变化测量,促进该技术在HIFU治疗精确疗效监测和剂量控制中的临床应用.本研究为HIFU治疗提供一种实时无创温度监测新技术,也为HIFU的精确剂量控制提供新方法.[参考文献]【相关文献】[1] KENNEDY J E. 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血流对高强度聚焦超声治疗时温度场影响的仿真实验
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半球形高强度聚焦超声相控换能器的仿真研究
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（ Ｃ ｏ ｌ ｌ ｅ ｇ ｅ ｏ ｆ Ｂ ｉ ｏ ｍｅ ｄ ｉ ｃ ａ ｌ Ｅ ｎ ｇ ｉ ｎ ｅ ｅ ｒ ｉ ｎ ｇ ａ ｎ ｄ Ｔｅ ｃ ｈ ｎ ｏ ｌ ｏ ｇ ｙ ， Ｔｉ ａ ｎ ｊ ｉ ｎ Ｍｅ ｄ ｉ ｃ ａ ｌ Ｕｎ ｉ ｖ ｅ ｒ ｓ ｉ ｔ ｙ ， Ｔｉ ａ ｎ ｊ ｉ ｎ ３ ０ ０ ０ ７ ０ ， Ｃｈ ｉ ｎ ａ ） Ａｂ ｓ ｔ ｒ ａ ｃ ｔ ： Ｔｈ ｅ ｈ ｅ ｍｉ ｓ ｐ ｈ ｅ ｉ ｒ ｃ ａ ｌ ｐ ｈ ａ ｓ ｅ ｄ ａ ｒ ｒ ａ ｙ ｔ ｒ ａ ｎ ｓ ｄ ｕ ｃ ｅ ｒ ｗｉ ｔ ｈ ａ ｌ ａ ｒ ｇ ｅ － ａ ｐ ｅ ｒ ｔ ｕ ｒ ｅ ｃ ａ ｎ ｍａ ｘ ｉ ｉｚ ｍ ｅ ｃ ｏ ｖ ｅ ｒ ａ ｇ ｅ ｏ ｆ ｔ ｈ ｅ ｓ ｋ ｕ ｌ ｌ ｓ ｕ ｒ ｆ ａ ｃ ｅ ａ ｎ ｄ ａ ｌ ｌ ｏ ｗ ｔ ｈ ｅ ｕ ｌ ｔ ｒ ａ ｓ ｏ ｎ ｉ ｃ ｅ ｎ ｅ ｒ ｇ ｙ ｔ ｈ ｒ ｏ ｕ ｇ ｈ ｔ ｈ ｅ ｓ ｋ ｕ ｌ ｌ ａ ｓ ｍｕ ｃ ｈ ａ ｓ ｐ ｏ ｓ ｓ ｉ ｂ ｌ ｅ ｔ ｏ ｒ ｅ ａ ｃ ｈ ｔ ｈ ｅ ｔ ｒ ｅ ａ ｔ ｍｅ ｎ ｔ ｔ ａ ｒ ｇ ｅ ｔ ，ｔ ｈ ｕ ｓ ａ ｖ ｏ ｉ ｄ ｉ ｎ ｇ ｅ ｎ ｅ ｒ ｇ ｙ ｄ ｅ ｐ ｏ ｓ ｉ ｔ ｉ ｏ ｎ ａ ｔ ｔ ｈ ｅ ｓ ｋ ｕ ｌ １ ．Ｉ ｎ ｔ ｈ ｉ ｓ ｐ ａ ｐ ｅ ｒ ， ｔ ｈ ｅ ｔ ｈ ｒ ｅ ｅ － ｄ ｉ ｍｅ ｎ ｓ ｉ ｏ ｎ ｔ ｒ ａ ｎ ｓ ｃ ｒ ａ ｎ ｉ ａ ｌ ｐ ｒ ｏ ｐ ａ ｇ ａ ｔ ｉ ｏ ｎ ｍｏ ｄ ｅ ｌ ｏ ｆ ｔ ｈ ｅ ｈ ｉ ｇ ｈ ｉ ｎ ｔ ｅ ｎ ｓ ｉ ｔ ｙ ｆ ｏ ｃ ｕ ｓ ｅ ｄ ｕ ｌ ｔ ｒ ａ — ｓ ｏ ｕ ｎ ｄ ｉ ｓ ｅ ｓ ｔ ａ ｂ ｌ ｉ ｓ ｈ ｅ ｄ ｂ ａ ｓ ｅ ｄ ｏ ｎ ｔ ｈ ｅ ｈ ｕ ｍａ ｎ ｓ ｋ ｕ ｌ ｌ ｓ ｔ ｒ ｕ ｃ ｔ ｕ ｒ ｅ ，ｔ ｈ ｅ Ｗｅ ｓ ｔ ｅ ｒ ｖ ｅ ｌ ｔ ｎ ｏ ｎ ｌ ｉ ｎ ａｒ ｅ ａ ｃ ｏ ｕ ｓ ｔ ｉ ｃ ｗａ ｖ ｅ ｐ ｒ ｏ ｐ ａ ｇ ａ ｔ ｉ ｏ ｎ ｅ ｑ ｕ ａ ｔ ｉ ｏ ｎ ａ ｎ ｄ Ｐ ｅ ｎ ｎ ｅ ｓ ｂ ｉ ｏ ｌ ｏ ｇ ｉ ｃ ａ ｌ ｈ ｅ ａ ｔ ｃ ｏ ｎ ｄ ｕ ｃ ｔ ｉ ｏ ｎ ｅ ｑ ｕ ａ ｔ ｉ ｏ ｎ ａ ｒ ｅ ｕ ｓ ｅ ｄ ｔ Ｏ ｓ ｉ ｍｕ ｌ ａ ｔ ｅ ｔ ｈ ｅ ｔ ｅ ｍｐ ｅ ｒ ａ ｔ ｕ ｒ ｅ ｆ ｉ ｅ ｌ ｄ ｂ ｙ ｔ ｈ ｅ ｆ ｉ ｎ ｉ ｔ ｅ ｄ ｉ ｆ ｆ ｅ ｒ ｅ ｎ ｃ ｅ ｔ ｉ ｍｅ ｄ ｏ ｍａ ｉ ｎ （ Ｆ 】 ｒ Ｄ） ．Ｆｉ ｒ ｓ ｔ ，ｔ ｈ ｅ ｉ ｎ ｆ ｌ ｕ ｅ ｎ ｃ ｅ ｓ ｏ ｆ ｔ ｈ ｅ ｅ ｘ ｃ ｉ ｔ ｅ ｄ ｆ ｒ ｑｕ ｅ ｅ ｎ ｃ ｙ ｏ ｆ ｔ ｈ ｅ ａ ｒ ｒ ａ ｙ ｅ ｌ ｅ ｍｅ ｎ ｔ ， ｉ ｎ ｃ ｅ ｎ ｔ ｉ ｖ ｅ ａ ｒ ｅ ａ ｒ ａ ｔ ｉ ｏ ，ｅ ｌ ｅ ｍｅ ｎ ｔ ｓ ｒ ａ ｄ ｉ ｕ ｓ ａ ｎ ｄ ｎ ｕ ｍ— ｂ ｅ ｒ ｓ ｏ ｆ ｓ ａ ｌ ｍ ｌ － ａ ｐ ｅ ｒ ｔ ｕ ｒ ｅ ｔ ｒ ａ ｎ ｓ ｄ ｕ ｃ ｅ ｒ ｏ ｎ ｔ ｈ ｅ ｔ ｅ ｍｐ ｅ ｒ ａ ｔ ｕ ｒ ｅ ｆ ｉ ｌ ｅ ｄ ａ ｒ ｅ ｉ ｎ ｖ ｅ ｓ ｔ ｉ ｇ ａ ｔ ｅ ｄ ．Ｔｈ ｅ ｎ ，ｔ ｈ ｅ ｒ ｅ ｓ ｕ ｌ ｔ ｓ ｏ ｂ ｔ ａ ｉ ｎ ｅ ｄ ａ ｒ ｅ ｕ ｓ ｅ ｄ ｔ ｏ ｓ ｔ ｕ ｄ ｙ ｔ ｈ ｅ ｃ ｈ ａ ｒ ａ ｃ ｔ ｅ ｉｓ ｒ ｔ ｉ ｃ ｓ ｏ ｆ ｔ ｅ ｍｐ ｅ ｒ ａ ｔ ｕ ｒ ｅ ｆ ｉ ｌ ｅ ｄ ｏ ｆ ｔ ｒ ａ ｎ ｓ ｄ ｕ ｃ ｅ ｒ ｗｉ ｔ ｈ ｌ ａ ｒ ｇ ｅ － ａ ｐ ｅ ｒ ｔ ｕ ｒ ｅ ． Ｔｈ ｅ ｓ ｉ ｍｕ ｌ ａ ｔ ｉ ｏ ｎ ｒ ｅ ｓ ｕ ｌ ｔ ｓ ｏ ｆ ｓ ｍａ ｌ ｌ － ａ ｐ ｅ ｒ ｔ ｕ ｒ ｅ ｔ ｒ ａ ｎ ｓ ｄ ｕ ｃ ｅ ｒ ｄ ｅ ｍｏ ｎ ｓ ｔ ｒ ａ ｔ ｅ ｔ ｈ ａ ｔ ｔ ｈ ｅ ｔ ｅ ｍｐ ｅ ｒ ａ ｔ ｕ ｒ ｅ ｏ ｆ ｔ ｈ ｅ ｆ ｏ ｃ ａ ｌ ｒ ｅ ｇ ｉ ｏ ｎ ｃ ｅ ｎ ｔ ｅ ｒ ｉ ｓ ｉ ｎ ｃ ｒ ｅ ａ ｓ ｅ ｄ ｉｔ ｗ ｈ ｉ ｎ ｃ ｒ ｅ ａ ｓ ｅ ｏ ｆ ｔ ｈ ｅ ｅ ｘ ｃ ｉ ｔ ｅ ｄ ｆ ｒ ｅ ｑ ｕ ｅ ｎ ｃ ｙ ｉ ｎ ａ ｃ ｅ ｔａ ｒ ｉ ｎ ｆ ｒ ｅ ｑ ｕ ｅ ｎ ｃ ｙ ｒ ａ ｎ ｇ ｅ ａ ｎ ｄ ｔ ｈ ｅ ｌ ｅ ｎ ｇ ｔ ｈ ｏ ｆ ｔ ｈ ｅ ｌ ｏ ｎ ｇ ａ ｉｓ ｘ ｉ ｓ ｄ ｅ ｅ ｒ ａｓ ｅ ｅ ｄ ｇ ｒ ａ ｄ ｕ ａ ｌ ｌ ｙ ｗｈ ｉ ｌ ｅ ｔ ｈ ｅ ｌ ｅ ｎ ｇ ｔ ｈ ｏ ｆ ｔ ｈ ｅ ｓ ｈ ｏ ｒ ｔ ａ ｘ ｉ ｓ ｉ ｓ ｉ ｎ ｖ ａ ｒ ｉ ａ ｂ ｌ ｅ ａ ｔ ｔ ｈ ｅ ａ ｒ ｅ ａ ｏ ｆ ａ ｂ ｏ ｖ ｅ ５ ４℃ ． Ｗｈ ａ ｎ ｔ ｈ ｅ ｉ ｎ ｃ ｅ ｎ ｔ ｉ ｖ ｅ ｐ ｏ ｗｅ ｒ ｉ ｓ ａ ｃ ｏ ｎ ｓ ｔ ａ ｎ ｔ ｖ ａ ｌ ｕ ｅ ， ｔ ｈ ｅ ｇ ｒ ｅ ａ ｔ ｅ ｒ ｔ ｈ ｅ ｅ ｘ ｃ ｉ ｔ ａ ｔ ｉ ｏ ｎ ａ ｒ ａ ｅ ｒ ａ ｔ ｉ ｏ ，ｔ ｈ ｅ ｈ ｉ ｇ ｈ ｅ ｒ ｔ ｈ ｅ ｃ ｅ ｎ ｔ ｅ ｒ ｔ ｅ ｍｐ ｅ ｒ ａ ｔ ｕ ｒ ｅ ｏ ｆ ｔ ｈ ｅ ｆ ｏ ｃ ａ ｌ ｒ ｅ ｇ ｉ ｏ ｎ， ａ ｎ ｄ ｔ ｈ ｅ ｌ ｅ ｎ ｇ ｔ ｈ ｏ ｆ ｌ ｏ ｎ ｇ ａ ｉｓ ｘ ａ ｎ ｄ ｓ ｈ ｏ ｒ ｔ ａ ｉｓ ｘ ａ ｒ ｅ ｌ ｏ ｎ ｇ ｅ ｒ ａ ｔ ｔ ｈ ｅ ａ ｒ ｅ ａ ｏ ｆ ａ ｏｖ ｂ ｅ ５ ４ ℃ ．Ｔｈ ｅ ｅ ｘ ｃ ｉ ｔ ｅ ｄ ｆ ｒ ｅ ｑ ｕ ｅ ｎ ｃ ｙ ｏ ｆ ｔ ｈ ｅ ａ ｒ ｒ ａ ｙ ｅ ｌ ｅ ｍｅ ｎ ｔ ａ ｎ ｄ ｔ ｈ ｅ ｅ ｘ ｃ ｉ ｔ ａ ｔ ｉ ｏ ｎ ａ ｒ ａ ｅ ｒ ａ ｔ ｉ ｏ ｏ ｂ ｔ ａ ｉ ｎ ｅ ｄ ｆ ｒ ｏ ｍ ｔ ｈ ｅ ｓ ｍａ ｌ ｌ － ａ ｐ ｅ ｒ ｔ ｕ ｒ ｅ ｔ ｒ ａ ｎ ｓ ｄ ｕ ｃ ｅ ｒ ｍｏ ｄ ｅ ｌ ｃ ａ ｎ ｂ ｅ ａ ｐ ｐ ｌ ｉ ｅ ｄ ｔ ｏ ｄ ｅ ｓ ｉ ｇ ｎ ｔ ｈ ｅ ｌ ａ ｒ ｇ ｅ － ａ ｐ ｅ ｔｕ ｒ ｒ ｅ ｔ ｒ ａ ｎ ｓ ｄ ｕ ｃ ｅ ｒ ａ ｎ ｄ ｐ ｒ ｏ ｖ ｉ ｄ ｅ ｓ ｔ ｒ ｕ ｃ ｔ ｕ ｒ ｅ ｐ ａ ｒ ａ ｍｅ ｔ ｅ ｒ ｓ ｆ ｏ ｒ
多频hifu经颅聚焦相控换能器温度场的数值仿真
array elements partition method and corresponding optimal operating frequency combination which can improve the focusing
efficiency, realizing the design of phased array transducer with different working frequencies in different array elements
生命科学仪器2019第17卷/12月刊
研究报告
多频HIFU经颅聚焦相控换能器温度场的数值仿真
赵梦娟1,张艳秋S杨德武1,菅喜岐弋
(1.北京卫生职业学院医学技术系，北京101101； 2.天津医科大学生物医学工程与技术学院，天津300070 )
摘要：HIFU经颅治疗过程中，由于颅骨的强衰减性和非均质性使聚焦性能下降、焦域内能量不足，最终导致HIFU经
颅聚焦所形成焦域处的温度较低而达不到治疗目的。近些年提出的多频超声激励可在输入功率及辐照时间一定的条件
下提高焦域温度。本文以82阵元随机分布相控换能器为例研究多频分区激励中频率分区数目及不同分区之间的频率差
对HIFU焦域的影响.筛选可提高聚焦效率的阵元分区方法和对应的最佳工作频率组合，实现不同区域阵元采用不同工
|CLC Number) TM282 R318
[Document Code] A DOI: 10.11967/2019170809
基金项目：.天津市自然科学基金重点资助项目(16JCZ叨C322OO);天津医科大学科技成果转化基金资助项目 作者简介：赵梦娟(1991-),女,云南昆明人，助理讲师，主要从事超声医学的研究。通信作者：菅喜岐(1962-),男，山西河曲人，教授，博士生
一种高强度聚焦超声换能器性能检测系统及方法[发明专利]
![一种高强度聚焦超声换能器性能检测系统及方法[发明专利]](https://img.taocdn.com/s3/m/b4d8eb1eec630b1c59eef8c75fbfc77da2699736.png)
(19)中华人民共和国国家知识产权局(12)发明专利申请(10)申请公布号 (43)申请公布日 (21)申请号 202011272775.6(22)申请日 2020.11.12(71)申请人 吉林省中聚超医疗科技有限公司地址 130022 吉林省长春市净月开发区望月山庄4栋102室(72)发明人 邓侃如 莫磊 (51)Int.Cl.A61N 7/00(2006.01)(54)发明名称一种高强度聚焦超声换能器性能检测系统及方法(57)摘要本申请涉及一种高强度聚焦超声换能器性能检测系统及方法，包括温显模型和高强度聚焦超声换能器；所述温显模型包括无色透明的温显介质和布置在温显介质内的温感粉；所述高强度聚焦超声换能器用于向所述温显介质的指定位置发送聚焦超声波。
本申请能够对高强度聚焦超声换能器的性能进行检测，使得高强度聚焦超声换能器的性能检测更加简单、直观，并提高了检测效率。
权利要求书1页 说明书9页 附图8页CN 112402818 A 2021.02.26C N 112402818A1.一种高强度聚焦超声换能器性能检测系统，其特征在于：包括温显模型(4)和高强度聚焦超声换能器(2)；所述温显模型(4)包括无色透明的温显介质和布置在温显介质内的温感粉；所述高强度聚焦超声换能器(2)用于向所述温显模型(4)的指定位置发送聚焦超声波。
2.根据权利要求1所述的一种高强度聚焦超声换能器性能检测系统，其特征在于：所述温显模型(4)具有供所述高强度聚焦超声换能器(2)放置的检测平面。
3.根据权利要求1所述的一种高强度聚焦超声换能器性能检测系统，其特征在于：还包括检测水箱(6)；所述检测水箱(6)内布置有无色透明的传导介质；所述温显模型(4)布置在所述检测水箱(6)内。
4.根据权利要求2或3所述的一种高强度聚焦超声换能器性能检测系统，其特征在于：还包括安装支架(1)，所述安装支架(1)包括供所述高强度聚焦超声换能器(2)安装的换能支架(13)、驱动所述换能支架(13)水平滑移的滑移组件和驱动所述换能支架(13)升降的升降组件。
高强度聚焦超声温度场的有限差分模拟
高强度聚焦超声温度场的有限差分模拟何向东;冯少彤【摘要】本文在圆柱坐标中对高强度聚焦超声(HIFU)的声压和振速特性进行了理论研究,并结合Pennes生物热传导方程进行了高强度聚焦超声治疗温度场的仿真研究.采用时域有限差分(FDTD)方法,求解Westervelt声波非线性传播的波动方程,并以水为传播媒质计算了凹面声源的焦点声压,进一步对Pennes生物热传导方程进行数值解析,模拟和绘制了超声波传播过程中焦域附近温度场,获得65℃以上的焦域的形状、大小和位置.结果表明HIUF治疗中所形成的焦域近似圆柱体,其距离比几何焦点稍近.本研究为HIFU实际应用中的精确定位和温度控制提供理论基础.【期刊名称】《南京师大学报（自然科学版）》【年(卷),期】2015(038)004【总页数】7页(P106-112)【关键词】高强度聚焦超声;时域有限差分;温度场【作者】何向东;冯少彤【作者单位】南京师范大学物理科学与技术学院,江苏南京210023;南京师范大学物理科学与技术学院,江苏南京210023【正文语种】中文【中图分类】O426.2癌症是一种对人类有着严重危害的疾病，其发现和治疗的难度较大.近几十年来，针对癌症发展了多种治疗方法，如放射疗法、化学疗法、生物疗法、基因疗法、冷冻和热疗等.实验证明，高于42℃的温度能有效抑制原发肿瘤和转移肿瘤的血管生长，抑制肿瘤细胞促血管内皮生长因子的分泌，阻碍细胞遗传物质的合成，破坏肿瘤细胞的结构，从而发生细胞凋亡.大多数器官在长时间高于45℃时，蛋白质就会开始变性.随着温度的升高，细胞死亡和组织变性的速度加快.当温度达到65℃时，生物组织就会在极短的时间内发生不可逆的蛋白变性，从而达到瞬时治疗肿瘤的目的.目前用于热疗的技术有超声、电磁波、微波等，其中超声热疗技术由于不需要探针，可以深入生物体内部实现无创治疗，而得到了广泛的关注和应用.高强度聚焦超声（high intensity focused ultrasound，HIUF）是一种肿瘤治疗的新技术［1-2］，具有无创性、不易引起癌细胞转移、患者痛苦小、治疗后康复快等优点，在许多方面优越于外科手术，具有极大的潜在临床应用价值和应用前景.HIFU是利用人体外的换能器发出的超声波，经水传入人体内，通过聚焦方法将大面积辐射元件换能器所发出的声能会聚于某个小区域，使局部声能达到几十MPa以上.由于生物组织对声波的吸收，通过不可逆热力学过程使声能转化为热能，使该区域及其邻近区域的温度升高.当温度达到某个临界值并维持一段时间后，组织中的癌细胞产生不可逆变性，从而使癌细胞坏死，达到外科手术的效果.HIFU工作的理论基础为超声波的生物效应、热效应、机械效应和空化效应.近年来，HIUF 技术已成为国际超声治疗学领域的一个研究热点［3-6］，在医学领域和超声研究领域得到重视，取得了一定的临床效果及治疗经验，使得中国在HIFU临床应用方面走在世界前列，但在其基础研究领域仍然处于相对落后水平.HIUF治疗设备在焦点区域可形成很高的聚焦超声能量，以达到治疗疾病的目的.但是如果焦点区域与病灶偏移或焦点区域不在病灶处，将会对正常组织造成损伤.超声波声源及其聚焦方式的选择、超声波在人体内非线性传播形成的焦点区域的大小、位置等的控制是HIUF技术的关键，同时HIFU肿瘤治疗中焦域的最高温度和温度分布是影响治疗效果的直接因素.因此，焦域大小和温度分布是HIFU应用的理论基础.目前HIUF技术常用的聚焦方式［7-11］有球面自聚焦、超声透镜聚焦和相控阵列聚焦3种.球面自聚焦技术将压电陶瓷片研磨成球冠状，利用球面聚焦换能器直接聚焦，是HIFU应用的基础.超声透镜聚焦技术是在平面换能器后面紧贴一个声透镜，超声波通过透镜材料形成聚焦.相控阵列聚焦技术中超声源是由单元阵列换能器拼成，通过控制振源激励信号的相位，使声波阵面曲率和中心位置发生变化，实现一点或多点聚焦，同时可实现焦距调节和扫描，是目前HIFU的发展方向. HIUF治疗技术主要是利用聚焦超声波在焦点区域的热效应，以高温来破坏病变组织.对于HIUF治疗过程中焦域温度的实时监测和控制是取得良好疗效的关键.目前，常用的组织温度测量方法主要包括有损和无损测温这两种方法.现在应用于临床最广泛的是热电偶探针测量法［12］，其测量精度可达到0.1℃，但是热电偶探针测温系统存在难以准确定位、温度监测点少、无法精确得到整个焦域内的温度场分布等问题，同时还存在引起癌细胞转移的问题，影响了其在HIUF治疗中的应用和推广.近年来有不少无损测温方法被提出，主要包括电阻抗断层测温［13］、微波测温［14］、超声测温、X-CT测温、核磁共振测温、温度场的计算机模拟测温等方法.本研究利用高强度聚焦超声（HIFU）的声压和振速特性，建立了三维圆柱坐标数值仿真模型，结合Pennes生物热传导方程进行了高强度聚焦超声治疗温度场的仿真研究.采用时域有限差分（FDTD）方法，求解Westervelt声波非线性传播的波动方程，并以水为传播媒质，计算了凹面声源的焦点声压，并进一步对Pennes生物热传导方程进行数值解析，研究分析了焦点区域的温度场.绘制了超声波传播过程中焦域附近温度场，形成65℃以上的焦点区域的形状、大小及位置.结果表明HIUF治疗中在三维空间上所形成的焦点区域近似圆柱体，并且实际所形成的焦点位置（最高温度位置）与设备几何焦距并不一致，而是在比几何焦点稍微近的地方.本研究为HIFU实际应用中的温度控制提供理论基础.时域有限差分法（FDTD）是用来求解波动微分方程的直接时域方法.在计算时将空间某一网格点的场分量与周围格点的相异场分量直接相关联，且媒质参数已赋值给空间每一个计算元胞，因此这一方法可以处理复杂形状目标和非均匀媒质物体的反射和散射、源的辐射等问题.同时，FDTD的随时间逐步推进可以方便地给出波场的时间演化过程，在计算机上以伪彩色方式显示，这种波场可视化结果还能清楚地显示物理过程，十分便于分析和设计［15］.为将FDTD用于声场的计算，需要建立声波的FDTD计算元胞.在三维直角坐标系下，声波元胞网格可以设定为一个个相邻接的立方体，其中多个空间网格结构相互关联，压力分量位于每个立方体的中心，质点速度分量位于立方体的6个外表面的中心（半空间点）；计算元胞上每个速度分量处在两个压力分量的中心，而每个压力分量又被6个速度分量所环绕.这种速度分量和压力分量的空间交叉配置适合于声学流体媒质控制方程的差分计算，可以恰当地描述声波速度—压力场的传播特性.声场的FDTD计算法由前向后的逐层计算方法，由前面已知场值直接计算后面的场值，最后可以得到整个声场分布.为了提高计算的稳定性，三维声波FDTD 差分方程中的时间、空间步长必须满足Courant稳定条件［16］，计算时间间隔必须小于波速cmax通过声波元胞对角线长度的所需的时间.另外高强度聚焦超声波非线性传播时，稳定条件随声压振幅变化而变化，因此对时间间隔的要求必须比线性传播时间间隔小.当超声的马赫数|V|/C远小于1时，高强度超声波的非线性传播的基本方程式为［17］：其中，P为声压；t为时间；ρ为媒质密度；V为质子速度；α为衰减系数；C为小声压时的声速；K为体积弹性系数，，其中的±分别表示媒质的压缩和膨胀；非线性系数ε=1+B/（）2A，B/A是反映超声波通过媒质时产生非线性大小的声参量.为简化计算，如图1所示，将换能器放置在圆柱坐标系的（r，ϕ）平面中，声波沿z方向传播，其中坐标变量为0≤r≤∞，0≤φ≤2π，-∞＜z＜+∞，则声波方程沿3个方向可以分别表示为:因此公式（2）可改写为考虑到生物组织中血流的影响，以水为传播介质的生物热传导Pennes方程为［18，19］：其中：ρ为介质密度；Cγ为媒质比热；T为温度；γ为媒质热传导率；WB为血流流量；CB为血流比热；单位体积的发热量q和声强I分别为q=2αI和I=PV，因此公式（4）可以变形为：为了简化温度分布的计算，不考虑血流影响，令WBCB=0，上式可简化为在圆柱坐标系中，因此对公式（3）进行差分得到1 1经过有限差分后的公式（3）表示为对公式（8）中各微分量进行差分，因此得到将质点的振动速度按照柱坐标的3个方向分解为因此可以得到因此媒质的温度可以表示为其中，另外质子振动速度沿3个方向可以表示为，因此可以得到媒质所吸收热量的差分方程为为了方便计算，以水体的声学参数来近似人体组织的声学特性.HIFU系统的数值仿真模型如图1所示，该模型的计算区域为直径为80 mm、长度为60 mm的三维圆柱体，声源的直径为40 mm，焦距为40 mm，不考虑声波的散射和反射.超声波在均匀水体内传播时，在圆柱坐标系中方向上具有对称性，数值仿真时只对圆柱坐标r和z方向的变量进行数值仿真计算，因此三维差分方程可以降到二维.仿真中需要用到的参数值如下：组织的初始温度T0=22℃，组织中的声速C=1486m/s，媒质的密度ρ=998 kg/m3，媒质的非线性系数ε=3.5，媒质的衰减系数α=0.02 Np/（m·MHz），媒质的热传导率γ=0.582，媒质的比热Cγ=4200 J/（kg·℃）.HIUF治疗中一般采样占空比可控的连续正弦波，其占空比F=τ/Tr，其中τ是脉冲持续时间，Tr是脉冲重复周期，占空比可以在0～1中调节.计算中设定f=1 MHz，声强5 W/cm2，超声辐照时间4 s，得到的轴线的温升曲线如图2所示，其中黑细实线、黑粗实线和灰实线分别为占空比F=1.00、0.75、0.50时的温升曲线，可见在3种占空比波形的激励下，沿Z向的温升分布基本相同，所形成的温度峰值比实际焦距略小；占空比越大，最高温升越大.图3给出了HIFU温度场的轴向剖面分布，其中图（A），（B）和（C）所对应的占空比分别是F=1.00、0.75、0.50.3种情况下所形成的焦域是一个长椭球形，可治疗区域在z方向约为13 mm，而径向半径约为2 mm左右，在实际使用中可以把治疗焦域（＞65℃）简化为1个圆柱形区域.另外可见F越大，最高温度越高，温度场的可治疗焦域越大.当以连续正弦波作为激励源，频率分别为1、1.5和2 MHz时，所形成的温度场如图4所示，可见随着激励源频率的增加，换能器的聚焦效果增强，焦域体积变小，形成焦距略有减小.本研究基于根据高强度超声非线性传播特性，从Westervelt方程和Pennes热传导方程出发，采用FDTD方法对HIUF形成的温度场分布进行了数值计算，仿真了不同占空比和不同频率激励条件下的HIUF温度场分布特性，讨论了参数对焦域大小、形状、焦点位置的影响.结果证明在频率、平均超声强度和照射时间相同的条件下，不同占空比的正弦波激励所形成的焦域大小和形状基本相同，占空比越大，焦域的最高温度也越大，同时发现最高温度位置略小于焦距；在激励源波形、平均超声强度和照射时间相同的条件下，高频正弦波激励所形成的焦域越小，有效治疗区域越小，且最高温度的焦距越短.本研究为HIFU治疗中激励信号的设计、焦点的位置预测和治疗效果的评估提供理论依据，为HIFU在实际治疗中的定位和温度控制提供理论参考.【相关文献】［1］钱祖文.高强度聚焦超声（HIUF）——一门多学科的研究课题［J］.物理，2007，36（9）：701-702.［2］冯若.高强度聚焦超声（HIUF）无创外科——21世纪治疗肿瘤的新技术［J］.应用声学，2001，20（2）：38-42.［3］冯若，朱辉，邹建中.高强度聚焦超声（HIUF）技术迅速发展的五年［J］.声学技术，2006，25（4）：387-391.［4］熊六林.高强度聚焦超声的临床应用［J］.物理，2007，36（9）：715-719.［5］刘红，龚忠兵，候孝林，等.高强度聚焦超声及其医学应用［J］.中国医疗器械信息，2003，9（5）：8-10.［6］孙福成，汤建明.高强度聚焦超声在医学超声领域中的发展与应用［J］.物理，2007，36（9）：708-714.［7］GAIL R.TER HAAR G R.High intensity focused ultrasound for the treatment of tumors ［J］.Echocardiography，2001，4（18）：317-322.［8］熊六林.高强度聚焦超声（HIUF）治疗肿瘤原理及临床应用现状［J］.中国医疗器械信息，2009，15（3）：17-21.［9］李发琪，王智彪.高强度聚焦超声治疗关键技术的思考和完善［J］.中国医学文摘耳鼻咽喉科学，2006，22（2）：91-93.［10］孙西钊，张志伟.体外冲击波疗法在骨科的应用［J］.中华外科杂志，2004，42（23）：1 441-1 443.［11］孙俊霞，寿文涛.高强度聚焦超声换能器的新型设计［J］.声学技术，2003，22（2）：80-82.［12］DEFORD J A，BABBS C F，PATEL U H.Droop.a rapidly computable descriptor of local minimum tissue temperature during conductive interstitial hyperbermia［J］.Medical biological engineering computation，1992，30（3）：333-342.［13］PAULSEN K，MOSKOWITZ M，RYAN T，et al.Initial in vivo experience with EIT as a thermal estimator during hyperthermia［J］.International journal of hyperthermia，1996，12（5）：573-586.［14］JACOBSEN S，STAUFFER P.Non-invasive temperature profile estimation in a lossymedium based on multi-band radiometric signals sensed by a microwave dual-purpose body-contacting antenna［J］.International journal of hyperthermia，2002，18（2）：86-103.［15］刘志军.高强度聚焦超声（HIUF）声场及其温度场的数值模拟［D］.兰州：兰州交通大学，2009.［16］王长清，祝西里.电磁场计算中的时域有限差分法［M］.北京：北京大学出版社，1993. ［17］NAKAMURA O，MORITA N，OKAZAKI K.Quantitative evaluation of trigger pulse reflected waves in supersonic extracorporeal shockwavelithotripter［J］.TransIEICE，1995，78（10）：1263-1275.［18］PENNES H H.Analysis of tissue and arterial blood temperatures in the resting human forearm［J］.Journal of applied physiology，1948，1：93-122.［19］GINTER S.Numerical simulation of ultrasound-thermotherapy combining nonlinear wave propagation with broadband softtissue absorption［J］.Ultrasonics，2000，37：693-696.。
高频聚焦超声声场和温度场的仿真研究
高频聚焦超声声场和温度场的仿真研究徐慧;陈思;幸柏成;单天琪;赵渊【期刊名称】《应用声学》【年(卷),期】2024(43)1【摘要】为探究临床常用的7 MHz高频聚焦超声在多层生物组织中的声传播以及毫秒级时间内的生物传热规律问题,基于Westervelt方程和Pennes传热方程,使用有限元方法建立高频聚焦超声辐照多层组织的非线性热黏性声传播及传热模型。
首先分析了线性模型和非线性模型之间的差异,然后在非线性模型下探究换能器的参数对声场和温度场的影响。
仿真结果显示:在7 MHz频率下,当换能器输出声功率超过5 W时,声波传播的非线性效应不可忽视(p<0.05);当声功率从5 W增大到15 W时,非线性模型与线性模型预测的温度偏差从20%增加到34.703%;高频聚焦超声波的非线性行为比低频更加显著,基频能量向高次谐波转移的程度增大,声功率为10 W和15 W时4次谐波与基波之比分别达到7.33%和12.12%;高频换能器参数的改变对组织中声场和温度场分布的影响较大,换能器焦距从12 mm减小到11.2 mm,焦点处最高温度增加了77%。
结果表明,7 MHz聚焦超声的非线性声传播需要考虑到4次谐波的影响。
该文提出的多层组织非线性仿真模型可为高频聚焦超声换能器参数优化及制定安全、有效的术前治疗方案提供理论参考。
【总页数】12页(P178-189)【作者】徐慧;陈思;幸柏成;单天琪;赵渊【作者单位】超声医学工程国家重点实验室重庆医科大学生物医学工程学院;超声医疗国家工程研究中心【正文语种】中文【中图分类】R318【相关文献】1.吸收媒质中非线性Gauss聚焦超声场的仿真研究2.高频超声清洗中声场分布的仿真及实验研究3.血流对高强度聚焦超声治疗时温度场影响的仿真实验4.多阵元锥面声透镜聚焦声场与温度场的研究5.超声相控阵近场偏转与聚焦离散点源声场仿真因版权原因，仅展示原文概要，查看原文内容请购买。
聚焦超声换能器的仿真与性能分析
聚焦超声换能器的仿真与性能分析
遆金铭;余卿;樊青青;李俊红
【期刊名称】《压电与声光》
【年(卷),期】2022(44)3
【摘要】高频声透镜聚焦超声换能器在电子器件评估与检测、材料微观机械性能表征、生物医学成像、细胞操控等方面具有重要的应用。
结构参数是影响其性能的主要因素之一。
该文通过有限元法对基于声透镜结构的高频聚焦超声换能器进行仿真模拟,分析了声透镜的开孔角度对该类换能器聚焦区域声压模式、横向分辨率、-6 dB景深等关键性能参数的影响。
仿真结果表明,换能器的焦距和横向分辨率与理论计算结果接近。
随着声透镜开孔角度的增大,换能器的横向分辨力随之提高,焦点处声压级逐渐增大,-6 dB景深逐渐下降。
这为声透镜聚焦超声换能器的优化设计提供了一定的技术基础。
【总页数】4页(P418-421)
【作者】遆金铭;余卿;樊青青;李俊红
【作者单位】中国科学院声学研究所声场声信息国家重点实验室;中国科学院大学【正文语种】中文
【中图分类】TN384;TB565.1
【相关文献】
1.聚焦超声换能器焦距与直径比值对高强度聚焦超声透过条状障碍物的生物学焦域的影响
2.64阵元高强度聚焦超声相控换能器的仿真研究
3.超声换能器表面振动和
声场测量及其与经典超声换能器的仿真比较4.变孔径环形超声换能器的聚焦性能仿真研究5.半球形高强度聚焦超声相控换能器的仿真研究
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Table 1 Simulation parameters Original temperature Ta (℃ ) Velocity c (m/s) Density 籽 (kg/m )
3
Simulation parameters Water 22 1486 998 3.50 0.02 0.582 4200 Fat 37 1476 920 6.14 6.95 0.25 3000 Skin 37 1540 1190 4.94 17.3 0.40 3530
2
数值仿真模型
现以人体乳房为例建立超声波传播媒质的数值 仿真模型，如图 1 所示，其中换能器为任意空间位 置的相位可控的理想阵列。图 1(A)、(B) 分别是平 面阵列相控聚焦超声换能器和曲面阵列相控换能器 温 度 场 的 数值仿 真模 型 。 其 中 换能 器 开 口直 径 MN=40 mm， 计 算 区 域 是 直 径 为 80 mm、 长 60 mm 的 圆 柱 体 。 人 体 乳 房 置 于 距 换 能 器 底 部 10 mm 处。
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() 渍 (r) 扇 ， 棕t原 渍s r 逸0 P0sin 棕t原 s 设 c c 设 (9) Ps(t)=缮 渍 设 s(r) 棕 t 原 0， ＜0 设 c 墒 其中，棕 为角频率；数值仿真中采用的仿真参 数如表 1[22]所示，其中水体和组织的初始温度分别
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为 22℃ 和 37℃ 。 (8)
2 (5) I= 1 0 P dt 籽c Tp 其中，TP 为大于等于换能器激励函数周期的时间。
乙
Tp
(A)
Water
r
60
(B)
Water
r
60
M O
M z Fat 80
M 40 N O
M RS Fat N 10 3 Skin 47 z
40 80 N
Skin N 10 3 47
Fig.1
Numerical simulation model (unit: mm). (A) Temperature field simulation model of plane phased array transducer;
0
引
言
高 强 度 聚 焦 超 声 ( high intensity focused ultrasound， HIFU) 肿瘤治疗作为一种新兴的肿瘤 治疗手段，近年来已成为众多研究者关注的焦点[1,2] 并应用于临床治疗[3～6]。目前应用于临床治疗的换 能器一般为圆弧曲面自聚焦和透镜聚焦换能器[6,7]， 这些换能器存在焦距固定、焦点单一等缺点。相控 阵换能器能够弥补这些不足而成为 HIFU 研究的热 点，Ebbini 等人曾提出了利用矩阵伪逆求解相控阵 驱动向量的方法[8～11]；Gavrilov 在相控阵随机阵设 计、 栅瓣抑制等方面 也做了相关的研究[12]； 上海 交通大学的陈亚珠提出了相控阵阵列的优化设计方 法等[13,14]；但这些研究都未考虑超声波的非线性传 播特性。西安交通大学的万明习等人提出了多目标 控制最优解的遗传算法[15～17]，该方法虽然也未考虑 超声波的非线性传播特性，但其通过非线性特性对 超声波吸收影响考虑了超声非线性作用。 本研究应用森田长吉等人根据 Westervelt 方程 式提出的高强度超声波非线性传播近似式，数值仿 真不同时间和空间超声波非线性传播声压和质子传 播速度，利用不同时间和空间非线性声场的声压， 并结合 Pennes 热传 导方程，以曲面 阵列相控 聚焦 换能器和 平 面 阵列相控 聚焦换 能器 为 例 ， 通过 FDTD (Finite difference time domain) 法进行数值
(A)、(B)分别为平面阵列和曲面阵列相控换能器温 度，形成 60 ℃ 以上 的焦点区域的大 小分别为 ( 长 轴 伊 短轴 ) 12.4 mm 伊 1.5 mm 和 11.1 mm 伊1.5 mm 的椭球体。由图 4 可知，在皮肤处曲面阵列形成的
Fig.3 length:
The temperature rise curve lines that was formed at 40 mm, frequency: 1 MHz, ultrasound power
真研究不同占空比的正弦激励函数、不同治疗频率、声强对曲面阵列相控聚焦换能器超声温度场的影响。研究结 果表明曲面阵列相控聚焦换能器能有效地减少皮肤处 的温 升，对 皮肤的 伤害较小； 对于 曲面阵列相控聚焦换能 器，不同占空比的正弦激励函数形成的可治疗区域 (60℃ 以上) 大小差别不大，但最高温度不同；随着频率升高， 形成的可治疗区域体积减小；随着输入声强的增大，可治疗区域变大，但焦距不变。 关键词：高强度聚焦超声；相控聚焦；温度场；曲面阵列 中图分类号：Q6-81
鄣P 垣K 塄V 垣2acP=0 (2) 鄣t 其中，P 为声压； t 为时间；V 为质子速度；c 为声速；籽 为介质密度；琢 为衰减系数；体积弹性 系数 K 为： K= 籽c 2 1芎 2着 V c (3)
收稿日期： 2009-05-08 基金项目： 国家自然科学基金资助项目(30870718)；天津市应用基 础及前沿技术研究计划重点项目(08JCZDJC25000) 通讯作者： 菅喜岐，电话： (022)23542813， E-mail：jianxiqi@
80 70 60 50 40 30 20 10 0 0 10 20 30 z -axis (nm) 40 50 60 Skin Plane Sphericalsection
5.1 平面阵列与曲面阵列相 HIFU 控换能器温度 场的比较 换能器激励函数 为 正弦连续 波，工作 频率 f= 1 MHz，平均输入声强为 5 W/cm2，照射时间为 4 s 时，得到如图 3 的温升变化曲线，其中横轴为图 1 所示模型中的 z 轴长度，纵轴为温升，黑线和灰线 分别为平面阵列和曲面阵列相控换能器温升曲线。 由图 3 可知，在形成焦点处，曲面阵列的温升明显 大于平面阵列的温升；在皮肤和皮下浅层脂肪组织 处，曲面阵列小于直面阵列形成的温升。平面阵列 与曲面阵列形成的最高温度点 （ 焦点 ） 基本相同， 但都小于换能器设定的焦距 （ ） 。 40 mm 图 4 为 照射 时间 4 s 时形 成的 温 度 场图 。 图
Non-linear coefficient 着 Absorption coefficient 琢 (Np/(mMHz)) Thermo conductivity r Specific heat Cr (J/kg/℃ )
5
仿真结果
40 ～ 45 ℃ 的 区域 明 显 小 于 平 面 阵列 形 成的 区域 。 因此对于提高焦点处的中心温度和减少皮肤烧伤来 说，采用曲面阵列较好。
仿真计算温度场的分布，综合研究对比两种不同阵 列的温度场特性，并分析讨论了曲面阵列相控聚焦 在不同激励函数、不同频率、不同声强条件下形成 的焦点区域温度场、焦区位置、形状和大小。
1
基本方程式
当马赫 (Mach) 数远远小于 1 时，声波非线性 传播的基本方程式[18,19]为： 塄P垣籽 鄣V =0 鄣t (1)
摘要： 相控阵高强度聚焦超声换能器可以通过换能器上不同阵元发射超声波的时间不同来实现变焦、多焦 time domain) 仿真对比研究平面阵列相控聚焦换能器与曲面阵列相控聚焦换能器形成温度场的特性，同时数值仿 点。该论文应用 Westervelt 方程的近似式，结合 Pennes 热传导方程，以人体乳房为例， FDTD (finite difference
生物物理学报
第二十五卷
第五期
ACTA BIOPHYSICA SINICA Vol.25 No.5
二九年十月 Oct. 2009
高强度聚焦超声换能器温度场的数值仿真
孙武军 1， 张弥左 1， 李文龙 2， 尹军刚 1， 李智华 3， 菅喜岐 1
（ 1.天津医科大学生物医学工程系，天津 300070；2.天津武警医学院附属医院，天津 300162； 3. 天津医科大学附属肿瘤医院，天津 300070 ）
第5期
高强度聚焦超声换能器温度场的数值仿真
367
当声波为压缩时 “ 芎”取负值 ，膨胀时取正值； 着 为非线性系数。 Pennes生物热传导方程式[20,21]为： 鄣T = r 塄2T垣 1 q 原 W BCB (T原T ) (4) a 鄣t 籽Cr 籽Cr 籽Cr 其中，Cr 为组织比热；T 为温度；Ta 为媒质初始温 度；r 为媒质热传导率； W B 为 血流流量 ；CB 为 血 流比 热 ； 单 位体积 的 发 热量 q =2琢I， 其 中 声强 I 为：
80
10
20
30
40
50
60
r (mm) Skin Focus z (mm)
0
10
20
30
40
50
60 70 60 50 40 30 20 10 0 0 10 20 30 z -axis (nm) 40 50 60 Skin F=0.50 F=0.75 F=1.00
Fig.4
Temperature distribution of different phased array 40 mm, frequency: 1 MHz,
当 换 能 器 的 设 定 焦 距 RS=40 mm、 频 率 f= 1 MHz、 平 均输入 声强为 5 W/cm2、 照射 时间 4 s 时，得到如图 6 所示的温升曲线，其中黑细实线、 黑粗实 线 和 灰实 线 分 别 为 占 空比 F=1.00、 0.75、 0.50 时的温升曲线。由图 6 可知，在三种波形激励 下的，皮肤处的温升基本相同；三种激励函数形成 的 实 际 焦 距 稍 有 不 同 ， 分 别 为 37.8、 37.6、 37.4 mm，与设定的 40.0 mm 焦距略有差别；在形 成最高温度处，占空比越大，最高温升越大。